JP7410790B2 - Open magnetic resonance imaging device - Google Patents

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Description

本発明は、オープン型磁気共鳴イメージング装置に関する。 The present invention relates to an open magnetic resonance imaging apparatus.

磁気共鳴イメージング装置(以下、MRI装置)は、均一な静磁場中に置かれた被検体に高周波パルスを照射し、核磁気共鳴現象によって被検体の物理的、化学的性質を示す断面画像を得る装置である。主に医療用として用いられている。
MRI装置は、主に1)静磁場磁石、2)傾斜磁場コイル、3)RFコイル、4)受信コイル、5)コンピュータシステムから構成される。
静磁場磁石は、被検体が挿入される撮像空間に均一な静磁場を生成する。
傾斜磁場コイルは、撮像データに位置情報を付与するため、空間的に強度が勾配した磁場をパルス状に発生させる。
RFコイルは被検体に高周波パルスを照射し、受信コイルは被検体からの磁気共鳴信号を受信する。
コンピュータシステムは、受信した信号を処理して画像を表す。
A magnetic resonance imaging device (hereinafter referred to as an MRI device) irradiates a subject placed in a uniform static magnetic field with high-frequency pulses to obtain cross-sectional images showing the physical and chemical properties of the subject through nuclear magnetic resonance phenomena. It is a device. It is mainly used for medical purposes.
An MRI apparatus mainly includes 1) a static magnetic field magnet, 2) a gradient magnetic field coil, 3) an RF coil, 4) a receiving coil, and 5) a computer system.
The static magnetic field magnet generates a uniform static magnetic field in the imaging space into which the subject is inserted.
The gradient magnetic field coil generates a pulsed magnetic field with a spatially gradient strength in order to add position information to imaging data.
The RF coil irradiates the subject with high frequency pulses, and the receiving coil receives magnetic resonance signals from the subject.
A computer system processes the received signals to represent an image.

傾斜磁場コイルは、撮像空間内に傾斜磁場を発生させる一方で、撮像空間外にも撮像に不要な変動磁場(漏れ磁場)を発生させる。
漏れ磁場は、静磁場磁石等のMRI装置を構成する金属構造物に渦電流を発生させる。
渦電流は撮像空間内で変動磁場を生じるため、静磁場と傾斜磁場の分布に影響し、画質を低下させる要因となる。
また、オープン型のMRI装置においては、静磁場磁石に鉄製の磁極が使用されることが多い。漏れ磁場による変動磁場は、ヒステリシス特性を持つ鉄製磁極の磁化にも影響をあたえる。また、磁化の変化は静磁場と傾斜磁場の分布に影響し、画質を低下させる要因となる。
The gradient magnetic field coil generates a gradient magnetic field within the imaging space, and also generates a fluctuating magnetic field (leakage field) outside the imaging space that is unnecessary for imaging.
The leakage magnetic field generates eddy currents in metal structures that constitute the MRI apparatus, such as static magnetic field magnets.
Eddy currents generate a fluctuating magnetic field within the imaging space, which affects the distribution of the static magnetic field and gradient magnetic field, and becomes a factor that degrades image quality.
Further, in open-type MRI apparatuses, iron magnetic poles are often used for static magnetic field magnets. The fluctuating magnetic field caused by the leakage magnetic field also affects the magnetization of the iron magnetic pole, which has hysteresis characteristics. Furthermore, changes in magnetization affect the distribution of the static magnetic field and the gradient magnetic field, and become a factor in degrading image quality.

このため、近年のMRI装置では、自己遮蔽型、即ちアクティブシールドを備えた傾斜磁場コイルを用いて金属構造物への漏れ磁場を抑制する手法が用いられている。
アクティブシールドを備えた傾斜磁場コイルの課題は、シールドの厚み分だけ静磁場磁石を傾斜磁場コイル、及び撮像領域から遠ざけなくてはならない点である。そして、静磁場磁石の磁気エネルギーが増加し、MRI装置が高額になる可能性がある。
また、このような傾斜磁場コイルは、インダクタンスが大きく、出力の大きな駆動電源を必要とするため、この点からもMRI装置が高額になる可能性がある。
以上の分野に関連して、中低磁場(0.5T未満)のオープン型MRI装置では、特許文献1や特許文献2がある。
For this reason, recent MRI apparatuses use a method of suppressing magnetic field leakage to metal structures by using gradient magnetic field coils that are self-shielding, that is, equipped with active shields.
A problem with gradient coils with active shields is that the static field magnet must be moved away from the gradient coil and the imaging region by the thickness of the shield. Then, the magnetic energy of the static field magnet increases, potentially making the MRI apparatus expensive.
Further, such a gradient magnetic field coil has a large inductance and requires a driving power source with a large output, so the MRI apparatus may become expensive due to this point as well.
In connection with the above-mentioned fields, there are Patent Document 1 and Patent Document 2 regarding open type MRI apparatuses with medium and low magnetic fields (less than 0.5 T).

特許文献1の[要約]には、「[目的]MRI用磁界発生装置の空隙内の磁界均一度を低下させることなく、渦電流の発生を低減して短時間で傾斜磁界が所定の強度に上昇し得る、また残磁現象を低減して高感度で鮮明な画像を得ることができる構成構成からなる磁極片の提供。[構成]無方向性けい素鋼板を用いて積層した複数個のブロック状磁極片用部材で形成した積層けい素鋼板層11と、積層けい素鋼板11の周辺部に周設された断面矩形の軟鉄製の磁性材リング12と、ソフトフェライト粉を矩形板状に圧縮成形して構成した多数のブロック状磁極片用部材を接着剤で円板状に組み合せて積層けい素鋼板11上面に敷設したソフトフェライト層13とからなる磁極片10により、空隙の磁界均一化が達成しやすく、傾斜磁場コイルにGCパルスが印加されても磁極に発生する渦電流は低減され、しかも残磁現象を低減させることができる。」と記載され、MRI用磁界発生装置の技術が開示されている。また、磁束の通路となり且つ渦電流の発生を抑制できる磁性体磁極片(例えば、ソフトフェライトや珪素鋼板)を傾斜磁場コイルと金属構造物との間に設ける対策方法が開示されている The [Summary] of Patent Document 1 states, ``[Objective] To reduce the generation of eddy currents and bring the gradient magnetic field to a predetermined strength in a short time without reducing the magnetic field uniformity in the air gap of a magnetic field generator for MRI. Providing a magnetic pole piece with a configuration that can rise and reduce the residual magnetism phenomenon to obtain a highly sensitive and clear image. [Configuration] Multiple blocks laminated using non-oriented silicon steel plates. A laminated silicon steel plate layer 11 formed of a magnetic pole piece member, a soft iron magnetic ring 12 with a rectangular cross section surrounding the laminated silicon steel plate 11, and soft ferrite powder compressed into a rectangular plate shape. The magnetic field in the air gap is made uniform by the magnetic pole piece 10, which is made up of a soft ferrite layer 13 formed by combining a large number of molded block-shaped magnetic pole piece members with adhesive into a disk shape and laid on the upper surface of the laminated silicon steel plate 11. It is easy to achieve, and even when GC pulses are applied to the gradient magnetic field coils, the eddy currents generated in the magnetic poles are reduced, and the residual magnetism phenomenon can be reduced.'', and the technology of the magnetic field generator for MRI is disclosed. has been done. In addition, a countermeasure method is disclosed in which a magnetic pole piece (for example, soft ferrite or silicon steel plate) is provided between the gradient magnetic field coil and the metal structure to serve as a path for magnetic flux and to suppress the generation of eddy current.

特許文献2の[要約]には、「[課題]傾斜磁場発生時に鉄製磁極において、漏れ磁場による渦電流磁場と磁化変化による変動磁場の発生を抑えると同時に、撮像空間を広くとることで、被検者の快適性を向上させつつ良好な画像を得る手段を備えたMRI装置を提供すること。[解決手段]磁性体磁極を有する静磁場磁石と傾斜磁場コイルを有するMRI装置において、撮像空間に対向する磁性体磁極は、略円盤状の鉄製磁極と略円環形状の鉄製磁極と略タイル形状の珪素鋼板の磁極片で構成され、前記円盤状の鉄製磁極の表面に前記タイル形状の珪素鋼板の磁極片が積層されており、前記円盤状の鉄製磁極は周回方向に分割され、絶縁物または空隙によって互いに絶縁されている。」と記載され、磁気共鳴イメージング装置の技術が開示されている。また、磁性体磁極を周方向に分割し、発生した渦電流を減衰させる手法が開示されている。 The [Summary] of Patent Document 2 states, ``[Problem] It is possible to suppress the generation of eddy current magnetic fields due to leakage magnetic fields and fluctuating magnetic fields due to magnetization changes in iron magnetic poles when gradient magnetic fields are generated, and at the same time widen the imaging space. To provide an MRI apparatus equipped with a means for obtaining good images while improving the comfort of an examiner. [Solution Means] In an MRI apparatus having a static magnetic field magnet having magnetic poles and a gradient magnetic field coil, the imaging space is The opposing magnetic poles are composed of a substantially disc-shaped iron magnetic pole, a substantially annular iron magnetic pole, and a substantially tile-shaped silicon steel plate magnetic pole piece, and the tile-shaped silicon steel plate is attached to the surface of the disc-shaped iron magnetic pole. The disc-shaped iron magnetic pole is divided in the circumferential direction and insulated from each other by an insulator or an air gap.'', and the technology of the magnetic resonance imaging apparatus is disclosed. Furthermore, a method is disclosed in which a magnetic pole is divided in the circumferential direction to attenuate the generated eddy current.

特開平05-182821号公報Japanese Patent Application Publication No. 05-182821 特開2016-96829号公報Japanese Patent Application Publication No. 2016-96829

しかしながら、特許文献1に開示された対策方法は、構造上、漏れ磁場を完全に遮蔽することが困難であり、静磁場磁石を構成する円盤形状の磁性体磁極で渦電流が発生する課題(問題)があった。
また、特許文献2に開示された磁性体磁極を周方向に分割し、発生した渦電流を減衰させる手法は、静磁場の均一性を確保しつつ磁性体磁極を分割するために、高い加工・組立精度が求められ、静磁場磁石の製造コストが増大する課題があった。また、磁性体磁石を分割すると、実効的な飽和磁化が低下するため、非分割の静磁場磁石と同等の静磁場強度を達成するには、より高い磁気エネルギーが求められて、MRI装置が高額になるという課題(問題)があった。
However, with the countermeasure method disclosed in Patent Document 1, it is difficult to completely shield the leakage magnetic field due to its structure, and there is a problem (problem) in which eddy currents occur in the disc-shaped magnetic poles that constitute the static magnetic field magnet. )was there.
In addition, the method disclosed in Patent Document 2 that divides magnetic poles in the circumferential direction and attenuates the generated eddy current requires high processing and processing costs in order to divide the magnetic poles while ensuring uniformity of the static magnetic field. There was a problem that assembly precision was required and the manufacturing cost of static magnetic field magnets increased. In addition, when a magnetic material magnet is divided, its effective saturation magnetization decreases, so higher magnetic energy is required to achieve the same static magnetic field strength as an undivided static field magnet, making MRI equipment expensive. There was an issue of becoming.

本発明は、オープン型磁気共鳴イメージング装置のMRI画像(Magnetic Resonance Imaging)の画質を改善し、低コストのオープン型MRI装置を提供することを課題(目的)とする。 An object of the present invention is to improve the image quality of an MRI image (Magnetic Resonance Imaging) of an open-type magnetic resonance imaging apparatus and to provide a low-cost open-type MRI apparatus.

前記の課題を解決するために、本発明を以下のように構成した。
すなわち、本発明のオープン型磁気共鳴イメージング装置は、撮像空間を中心に対向して配置された一対の静磁場磁石と、前記撮像空間を中心に対向して配置される一対の傾斜磁場コイルと、を備え、前記静磁場磁石は、一対の前記静磁場磁石が向き合う方向であるZ軸方向の静磁場を生成する円盤状磁性体磁極と、Z軸方向に垂直なXY平面の静磁場を生成する円環状磁性体磁極と、を備え、前記傾斜磁場コイルは、撮像空間においてZ軸方向に傾斜した磁場を与えるZコイルと、前記円盤状磁性体磁極に対し前記Zコイルから発生した磁束を遮蔽する磁性体ブロックと、前記円環状磁性体磁極に対し前記Zコイルから発生した磁束を遮蔽する補正コイルと、を備えることを特徴とする。
In order to solve the above problems, the present invention was configured as follows.
That is, the open magnetic resonance imaging apparatus of the present invention includes: a pair of static magnetic field magnets arranged opposite to each other with the imaging space at the center; a pair of gradient magnetic field coils arranged opposite to each other around the imaging space; The static magnetic field magnet includes a disk-shaped magnetic pole that generates a static magnetic field in the Z-axis direction, which is the direction in which the pair of static magnetic field magnets face each other, and a static magnetic field that generates a static magnetic field in the XY plane perpendicular to the Z-axis direction. an annular magnetic material magnetic pole; the gradient magnetic field coil shields a Z coil that provides a magnetic field tilted in the Z-axis direction in an imaging space; and a magnetic flux generated from the Z coil to the disk-shaped magnetic material magnetic pole. It is characterized by comprising a magnetic block and a correction coil that shields the magnetic flux generated from the Z coil from the annular magnetic pole.

また、その他の手段は、発明を実施するための形態のなかで説明する。 Further, other means will be explained in the detailed description.

本発明のオープン型磁気共鳴イメージング装置によれば、静磁場磁石を構成する磁性体磁極を分割せずに、傾斜磁場コイルの漏れ磁場に起因する渦電流を抑制し、MRI画像の画質を改善できる。
また、より低い磁気エネルギーで磁場強度を達成でき、かつ高い加工・組立精度を要求しないため、低コストのオープン型MRI装置が提供できる。
According to the open magnetic resonance imaging apparatus of the present invention, it is possible to suppress eddy currents caused by leakage magnetic fields of gradient magnetic field coils and improve the image quality of MRI images without dividing the magnetic poles constituting the static magnetic field magnet. .
Further, since the magnetic field strength can be achieved with lower magnetic energy and high processing and assembly precision is not required, a low-cost open-type MRI apparatus can be provided.

本発明の本発明の第1実施形態に係るオープン型磁気共鳴イメージング装置の断面の構成例を示す図である。1 is a diagram showing a cross-sectional configuration example of an open magnetic resonance imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention; FIG. 本発明の第1実施形態に係るオープン型磁気共鳴イメージング装置の静磁場磁石の概略の構成例と、静磁場磁石の近傍に配置される傾斜磁場コイルとRFコイルの構成例を示す図である。1 is a diagram showing a schematic configuration example of a static magnetic field magnet of the open magnetic resonance imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention, and a configuration example of a gradient magnetic field coil and an RF coil arranged in the vicinity of the static magnetic field magnet. 本発明の第1実施形態に係るオープン型磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場コイルのX-Z平面の断面をY方向から見た概略の構成例を示す図である。FIG. 2 is a diagram illustrating a schematic configuration example of a cross section of an XZ plane of a gradient magnetic field coil of an open magnetic resonance imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention, viewed from the Y direction. 図3Aの傾斜磁場コイルの構成例を鳥瞰して示す図である。3A is a diagram showing a bird's-eye view of an example of the configuration of the gradient magnetic field coil of FIG. 3A. FIG. 本発明の第1実施形態に係るオープン型磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場コイルにおけるXコイルのXY平面の断面をZ方向から見た概略の構成例を示す図である。FIG. 2 is a diagram illustrating a schematic configuration example of a cross section of the XY plane of the X coil in the gradient magnetic field coil of the open magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention, viewed from the Z direction. 図4AのXコイルにパルス電流を流した際に生じる磁束の流れの例をXZ平面の断面をY方向から示した図である。4A is a diagram showing a cross section of the XZ plane from the Y direction, showing an example of the flow of magnetic flux that occurs when a pulse current is passed through the X coil of FIG. 4A. FIG. 本発明の第1実施形態に係るオープン型磁気共鳴イメージング装置の傾斜磁場コイルにおけるZコイル、および補正コイルのXY平面上の概略の構成例を示す図である。FIG. 3 is a diagram illustrating a schematic configuration example on the XY plane of a Z coil and a correction coil in a gradient magnetic field coil of the open magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention. 図5Aに示すZコイル、および補正コイルにパルス電流を流した際に生じる磁束の流れの例を示す図である。5A is a diagram showing an example of the flow of magnetic flux that occurs when a pulse current is passed through the Z coil and the correction coil shown in FIG. 5A. FIG.

以下、本発明を実施するための形態(以下においては「実施形態」と表記する)を、適宜、図面を参照して説明する。 DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Hereinafter, modes for carrying out the present invention (hereinafter referred to as "embodiments") will be described with reference to the drawings as appropriate.

≪第1実施形態≫
本発明の第1実施形態に係るオープン型磁気共鳴イメージング装置(オープン型MRI装置)について、図を参照して説明する。
≪First embodiment≫
An open magnetic resonance imaging apparatus (open MRI apparatus) according to a first embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.

<オープン型磁気共鳴イメージング装置の断面の構成>
図1は、本発明の第1実施形態に係るオープン型磁気共鳴イメージング装置(以下、適宜、「オープン型MRI装置」と称す)の断面の構成例を示す図である。
図1において、オープン型MRI装置100は、上下一対に静磁場磁石101、上下一対の静磁場磁石101を支えて保持する支持部106、可動式ベッド105を備えて構成される。
また、オープン型MRI装置100における被検者(被験者、被検体)104は、可動式ベッド105の上に乗り、可動式ベッド105が移動することによって、上下一対の静磁場磁石101の間に、配置される。
<Cross-sectional configuration of open magnetic resonance imaging device>
FIG. 1 is a diagram showing a cross-sectional configuration example of an open type magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter, appropriately referred to as an "open type MRI apparatus") according to a first embodiment of the present invention.
In FIG. 1, an open-type MRI apparatus 100 includes a pair of upper and lower static magnetic field magnets 101, a support section 106 that supports and holds the pair of upper and lower static magnetic field magnets 101, and a movable bed 105.
In addition, the subject (subject, subject) 104 in the open MRI apparatus 100 rides on the movable bed 105, and as the movable bed 105 moves, the space between the pair of upper and lower static magnetic field magnets 101 is Placed.

オープン型MRI装置100は、上下一対の静磁場磁石101を駆動して、上下一対の静磁場磁石101の間にある略球形の撮像空間(撮像領域)102に対し、Z軸103zの方向に静磁場を発生する。
なお、Z軸103zは、撮像空間102の中心を原点として通過する。原点にてZ軸103zと垂直に交わる2つの軸を、それぞれX軸103x、Y軸103yとする。
また、撮像空間102は、上下(Z軸方向)に静磁場磁石101があるが、水平方向(Y軸方向)には開放されている。
The open-type MRI apparatus 100 drives a pair of upper and lower static magnetic field magnets 101 to generate a static image in the direction of the Z-axis 103z in a substantially spherical imaging space (imaging region) 102 located between the upper and lower pair of static magnetic field magnets 101. Generates a magnetic field.
Note that the Z-axis 103z passes through the center of the imaging space 102 as its origin. Two axes perpendicular to the Z-axis 103z at the origin are defined as an X-axis 103x and a Y-axis 103y, respectively.
Further, the imaging space 102 has static magnetic field magnets 101 above and below (Z-axis direction), but is open in the horizontal direction (Y-axis direction).

被検者104は、前記したように、可動式ベッド105によって撮像空間102に運ばれる。そして、オープン型MRI装置100が、被検者104のMRI画像を取得する。
オープン型MRI装置100の撮像空間102は、周囲を構造物で囲われていないため、水平磁場型MRIと比較して、被検者104が解放感を得られる。
また、可動式ベッド105を移動させることによって、常に撮像空間102の中心で患部を撮像ができる。また、MRI画像の撮像中に、オープン型MRI装置100の外部から、オープン型MRI装置の操作者などが被検者104の撮像を補助できる、といった特徴を持つ。
The subject 104 is transported to the imaging space 102 by the movable bed 105, as described above. Then, the open MRI apparatus 100 acquires an MRI image of the subject 104.
Since the imaging space 102 of the open MRI apparatus 100 is not surrounded by structures, the subject 104 can feel a sense of freedom compared to horizontal magnetic field MRI.
Furthermore, by moving the movable bed 105, the affected area can always be imaged at the center of the imaging space 102. Another feature is that an operator of the open MRI apparatus or the like can assist in imaging the subject 104 from outside the open MRI apparatus 100 while the MRI image is being taken.

<静磁場磁石、傾斜磁場コイル、RFコイルの概略の構成>
図2は、本発明の第1実施形態に係るオープン型磁気共鳴イメージング装置の静磁場磁石101の概略の構成例と、静磁場磁石101の近傍に配置される傾斜磁場コイル205とRFコイル206の構成例を示す図である。
図2において、静磁場磁石101と傾斜磁場コイル205とRFコイル206が図示されている。
また、X軸103x、Y軸103y、Z軸103z、および撮像空間102が表記されている。
<Schematic configuration of static magnetic field magnet, gradient magnetic field coil, and RF coil>
FIG. 2 shows a schematic configuration example of the static magnetic field magnet 101 of the open magnetic resonance imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention, and a gradient magnetic field coil 205 and an RF coil 206 arranged near the static magnetic field magnet 101. It is a figure showing an example of composition.
In FIG. 2, a static magnetic field magnet 101, a gradient magnetic field coil 205, and an RF coil 206 are illustrated.
Also, an X-axis 103x, a Y-axis 103y, a Z-axis 103z, and an imaging space 102 are shown.

ただし、簡単化のために、上下一対の静磁場磁石101の上側(Z軸の正側)、かつ右側(X軸の正側)のみについて表記している。
破線で示された領域の内部の構成が、静磁場磁石101を示している。なお、傾斜磁場コイル205とRFコイル206については、後記する。
なお、この他、図示していないが、オープン型MRI装置(100)には、傾斜磁場コイル205やRFコイル206を駆動するための電源装置や、電源を制御したり、RFコイル206(信号の受信コイルを兼ねる)により得られた信号を画像化したりするコンピュータシステムが含まれる。
However, for the sake of simplicity, only the upper side (positive side of the Z axis) and the right side (positive side of the X axis) of the pair of upper and lower static magnetic field magnets 101 are described.
The configuration inside the region indicated by the broken line indicates the static magnetic field magnet 101. Note that the gradient magnetic field coil 205 and the RF coil 206 will be described later.
In addition, although not shown, the open MRI apparatus (100) includes a power supply device for driving the gradient magnetic field coil 205 and the RF coil 206, a power supply device for controlling the power supply, and an RF coil 206 (for signal generation). It also includes a computer system that images the signals obtained by the receiver coil (which also serves as a receiving coil).

《静磁場磁石》
静磁場磁石101は、被検者(104:図1)が挿入される撮像空間102に均一な静磁場を生成する。
図2に示すように、静磁場磁石101は、円盤状磁性体磁極201、円環状磁性体磁極202、シールドコイル203、主コイル204を備えて構成される。また、図示していないリターンヨーク(電磁鋼板で構成され磁力線が外部に漏れることを防止する役目)を備えている。
静磁場磁石101は、Z軸103zを中心とした略軸対称の構造である。
《Static magnetic field magnet》
The static magnetic field magnet 101 generates a uniform static magnetic field in the imaging space 102 into which the subject (104: FIG. 1) is inserted.
As shown in FIG. 2, the static magnetic field magnet 101 includes a disc-shaped magnetic pole 201, an annular magnetic pole 202, a shield coil 203, and a main coil 204. It is also provided with a return yoke (not shown) (made of electromagnetic steel plate, whose role is to prevent lines of magnetic force from leaking to the outside).
The static magnetic field magnet 101 has a substantially axially symmetrical structure about the Z-axis 103z.

円盤状磁性体磁極201は、鉄などの磁性体で構成され、Z軸103zを中心に円盤状で構成されている。ただし、所望の磁場を形成するために、X軸方向に沿ってZ軸方向に、所定の凹凸形状を有している。
円環状磁性体磁極202は、鉄などの磁性体で構成され、Z軸103zを中心に円環状で構成されている。
なお、円盤状磁性体磁極201は円盤状に構成され、円環状磁性体磁極202は円環状に構成されていて、共に磁性体にスリットがなく非分割である。そのため、分割する場合に比較して、製造が容易であり、製造コストが安くなる。
また、磁性体が非分割であるため、分割する場合に比較して、磁気エネルギー効率がよい。
The disk-shaped magnetic material magnetic pole 201 is made of a magnetic material such as iron, and has a disk shape centered on the Z-axis 103z. However, in order to form a desired magnetic field, it has a predetermined uneven shape along the X-axis direction and in the Z-axis direction.
The annular magnetic material magnetic pole 202 is made of a magnetic material such as iron, and has an annular shape centered on the Z-axis 103z.
Note that the disc-shaped magnetic material magnetic pole 201 is configured in a disc shape, and the annular magnetic material magnetic pole 202 is configured in an annular shape, and both have no slit in the magnetic material and are undivided. Therefore, compared to the case of dividing, manufacturing is easier and manufacturing cost is lower.
Furthermore, since the magnetic material is not divided, the magnetic energy efficiency is higher than that in the case where the magnetic material is divided.

また、図2において、円盤状磁性体磁極201と円環状磁性体磁極202が磁気回路を形成している。
主コイル204は、Z軸を中心として略円環形状のコイルで構成されている。
上下一対の主コイル204に、それぞれ電流を流すことによって、前記の磁気回路を介して、上下一対の静磁場磁石101としての静磁場が、撮像空間102を含んで、形成される。
Further, in FIG. 2, a disc-shaped magnetic pole 201 and an annular magnetic pole 202 form a magnetic circuit.
The main coil 204 is composed of a substantially annular coil centered on the Z-axis.
By passing current through each of the upper and lower pair of main coils 204, a static magnetic field as the upper and lower pair of static magnetic field magnets 101 is formed including the imaging space 102 via the magnetic circuit.

前記の磁気回路によって形成される磁場が漏れて、オープン型MRI装置(100:図1)の外側に発生することがある。そのオープン型MRI装置100の外側の磁場を低減するために、撮像空間と逆向きの磁場を発生させる略円環形状のシールドコイル203を備えている。
シールドコイル203によって、前記の磁気回路が撮像空間に形成する磁場と逆向きの磁場を発生させ、オープン型MRI装置100の外側の磁場を低減する。
また、前記したように、図示していないリターンヨークもオープン型MRI装置100の外側の磁場を低減する役目をする。
The magnetic field formed by said magnetic circuit may leak and be generated outside the open MRI apparatus (100: FIG. 1). In order to reduce the magnetic field outside the open type MRI apparatus 100, a substantially annular shield coil 203 is provided that generates a magnetic field in the opposite direction to the imaging space.
The shield coil 203 generates a magnetic field in the opposite direction to the magnetic field formed in the imaging space by the magnetic circuit, thereby reducing the magnetic field outside the open MRI apparatus 100.
Furthermore, as described above, the return yoke (not shown) also serves to reduce the magnetic field outside the open MRI apparatus 100.

静磁場は、前記したように、電導材(例えば超電導材)を用いた略円環形状の主コイル204によって発生させる。
なお、前記の主コイル204やシールドコイル203に超電導コイルを使用する場合には、主コイル204やシールドコイル203に用いるコイルは、外側から真空容器、輻射シールド、液体ヘリウム容器等の断熱構造を有する容器(不図示)内に収められ、液体ヘリウムおよび冷凍機(不図示)などによって極低温に維持される。
As described above, the static magnetic field is generated by the approximately annular main coil 204 made of a conductive material (for example, a superconducting material).
Note that when superconducting coils are used for the main coil 204 and the shield coil 203, the coils used for the main coil 204 and the shield coil 203 have a heat insulating structure such as a vacuum container, a radiation shield, a liquid helium container, etc. from the outside. It is housed in a container (not shown) and maintained at an extremely low temperature using liquid helium, a refrigerator (not shown), and the like.

図2において、静磁場磁石101の撮像空間102側には、撮像空間102の中心からの距離に比例した強度で、静磁場の方向であるZ軸103zと同一方向の傾斜磁場をパルス状に発生する傾斜磁場コイル205が設置されている。
傾斜磁場コイル205のさらに撮像空間102側には、高周波の電磁パルス(RFパルス)を発生する略円盤形状のRFコイル206が設置されている。
次に傾斜磁場コイル205、およびRFコイル206について説明する。ただし、本発明の特徴は、主として、静磁場磁石101と傾斜磁場コイル205にあるので、RFコイル206の概略を先に説明し、その後で、傾斜磁場コイル205の構成について詳しく説明する。
In FIG. 2, on the imaging space 102 side of the static magnetic field magnet 101, a pulsed gradient magnetic field is generated in the same direction as the Z-axis 103z, which is the direction of the static magnetic field, with an intensity proportional to the distance from the center of the imaging space 102. A gradient magnetic field coil 205 is installed.
Further on the imaging space 102 side of the gradient magnetic field coil 205, a substantially disc-shaped RF coil 206 that generates a high-frequency electromagnetic pulse (RF pulse) is installed.
Next, the gradient magnetic field coil 205 and the RF coil 206 will be explained. However, since the features of the present invention mainly lie in the static magnetic field magnet 101 and the gradient magnetic field coil 205, the outline of the RF coil 206 will be explained first, and then the configuration of the gradient magnetic field coil 205 will be explained in detail.

《RFコイル》
図2に示したRFコイル206は、RFコイル206に高周波の交流電流(RF:Radio Frequency)をパルス状に流すことによって、静磁場磁石101が形成する静磁場に垂直な方向に、電磁波(振動磁場)を照射する。
この電磁波の照射によって、静磁場に垂直な方向に、RF磁場(RFパルス)が加えられる。印加するRFパルスは、振動磁場であるが、この振動磁場の成分からZ軸まわりに回転するRF磁場が生成される。
この回転するRF磁場が被検者104を形成する種々の原子核のスピンと反応、共鳴して、巨視的な核スピンの総体としての状態が、信号として検出される。
《RF coil》
The RF coil 206 shown in FIG. 2 generates an electromagnetic wave (vibration irradiate (magnetic field).
By irradiating this electromagnetic wave, an RF magnetic field (RF pulse) is applied in a direction perpendicular to the static magnetic field. The applied RF pulse is an oscillating magnetic field, and a component of this oscillating magnetic field generates an RF magnetic field rotating around the Z axis.
This rotating RF magnetic field reacts with and resonates with the spins of various atomic nuclei forming the subject 104, and the state of the macroscopic nuclear spins as a whole is detected as a signal.

RFコイル206は、静磁場に垂直な方向に、RF磁場(RFパルス、振動磁場)を印加する役目とともに、被検者(被検体)104を形成する種々の原子核のスピンと反応、共鳴した状態の信号を受信する受信コイルの役目も兼ねることがある。あるいは、図2には、図示していない受信コイルを設ける。
なお、受信コイルが受信した被検者104からの磁気共鳴に関連する信号は、図示していないコンピュータに送られる。コンピュータシステムは、受信した信号を処理して画像(MRI画像)として表す。
The RF coil 206 has the role of applying an RF magnetic field (RF pulse, oscillating magnetic field) in a direction perpendicular to the static magnetic field, and also reacts with the spins of various atomic nuclei forming the subject (subject) 104 to create a state of resonance. It may also serve as a receiving coil for receiving signals. Alternatively, a receiving coil (not shown) is provided in FIG.
Note that the signal related to magnetic resonance from the subject 104 received by the receiving coil is sent to a computer (not shown). The computer system processes the received signals and represents them as images (MRI images).

《傾斜磁場コイル》
傾斜磁場コイル205は、撮像データに位置情報を付与するため、空間的に強度が勾配した磁場をパルス状に発生させる機能を有している。
図3Aは、本発明の第1実施形態に係るオープン型磁気共鳴イメージング装置(オープン型MRI装置)の傾斜磁場コイルのX-Z平面の断面をY方向から見た概略の構成例を示す図である。
図3Bは、図3Aの傾斜磁場コイル205の構成例を鳥瞰して示す図である。
《Gradient magnetic field coil》
The gradient magnetic field coil 205 has a function of generating a pulsed magnetic field with a spatially gradient strength in order to add position information to imaging data.
FIG. 3A is a diagram showing a schematic configuration example of a cross section of the XZ plane of the gradient magnetic field coil of the open magnetic resonance imaging apparatus (open type MRI apparatus) according to the first embodiment of the present invention, viewed from the Y direction. be.
FIG. 3B is a diagram showing a bird's-eye view of a configuration example of the gradient magnetic field coil 205 in FIG. 3A.

図3Aにおいて、傾斜磁場コイル205は、傾斜磁場発生用コイル301と磁性体ブロック302と補正コイル303とを備えて構成される。
また、図3Aにおいて、X軸103x、Y軸103y、Z軸103z、および撮像空間102が表記されている。
傾斜磁場コイル205は、Z軸103zを中心とした略軸対称の構造である。
In FIG. 3A, the gradient magnetic field coil 205 includes a gradient magnetic field generating coil 301, a magnetic block 302, and a correction coil 303.
Further, in FIG. 3A, an X-axis 103x, a Y-axis 103y, a Z-axis 103z, and an imaging space 102 are shown.
The gradient magnetic field coil 205 has a substantially axially symmetrical structure about the Z-axis 103z.

[傾斜磁場発生用コイル301]
図3Aにおいて、傾斜磁場コイル205は、上下方向に3組の傾斜磁場発生用コイル301(Xコイル301x、Yコイル301y、Zコイル301z)を備えて構成されている。
3組の傾斜磁場発生用コイル301(Xコイル301x、Yコイル301y、Zコイル301z)によって、撮像空間102に対し直交する三方向(X軸103xの方向、Y軸103yの方向、Z軸103zの方向)へ独立に傾斜磁場を発生させる。
[Gradient magnetic field generation coil 301]
In FIG. 3A, the gradient magnetic field coil 205 includes three sets of gradient magnetic field generating coils 301 (X coil 301x, Y coil 301y, Z coil 301z) in the vertical direction.
Three sets of gradient magnetic field generating coils 301 (X coil 301x, Y coil 301y, Z coil 301z) generate magnetic fields in three directions perpendicular to the imaging space 102 (the direction of the X axis 103x, the direction of the Y axis 103y, and the direction of the Z axis 103z). direction) to generate gradient magnetic fields independently.

前記したように、傾斜磁場コイル205は、撮像データに位置情報を付与するため、空間的に強度が勾配した磁場をパルス状に発生させる。
ただし、傾斜磁場コイル205は、撮像空間内に傾斜磁場を発生させる一方で、撮像空間外にも撮像に不要な変動磁場(漏れ磁場)を発生させる。
漏れ磁場は、静磁場磁石等のオープン型MRI装置100を構成する金属構造物に渦電流を発生させる。
渦電流は、撮像空間内で変動磁場を生じるため、静磁場と傾斜磁場の分布に影響し、MRI画像の画質を低下させる要因となる。
また、Xコイル301x(およびYコイル301y)の詳細については、図4A、図4Bを参照して後記する。
また、Zコイル301zの詳細については、図5A、図5Bを参照して後記する。
As described above, the gradient magnetic field coil 205 generates a pulsed magnetic field with a spatially gradient intensity in order to add position information to the imaging data.
However, while the gradient magnetic field coil 205 generates a gradient magnetic field within the imaging space, it also generates a fluctuating magnetic field (leakage field) outside the imaging space that is unnecessary for imaging.
The leakage magnetic field generates eddy currents in metal structures that constitute the open type MRI apparatus 100, such as static magnetic field magnets.
Eddy currents generate a fluctuating magnetic field within the imaging space, which affects the distribution of the static magnetic field and the gradient magnetic field, and becomes a factor in degrading the image quality of MRI images.
Further, details of the X coil 301x (and Y coil 301y) will be described later with reference to FIGS. 4A and 4B.
Further, details of the Z coil 301z will be described later with reference to FIGS. 5A and 5B.

[磁性体ブロック302]
図3Aにおいて、磁性体ブロック302は、傾斜磁場発生用コイル301の静磁場磁石101側に設けられている。
磁性体ブロック302は、磁気抵抗の低い磁性体である複数のシート状磁性体302a(図3B)を備えて構成されている。
図3Bに示すように、複数のシート状磁性体302aが、Z軸103z方向に積層されている。また、複数のシート状磁性体302aは、X軸103x方向、およびY軸103y方向に、磁気抵抗の低い磁性体がタイル状に並べられて構成されている。
[Magnetic block 302]
In FIG. 3A, the magnetic block 302 is provided on the static magnetic field magnet 101 side of the gradient magnetic field generation coil 301.
The magnetic block 302 includes a plurality of sheet-like magnetic bodies 302a (FIG. 3B) that are magnetic bodies with low magnetic resistance.
As shown in FIG. 3B, a plurality of sheet-like magnetic bodies 302a are stacked in the Z-axis 103z direction. Further, the plurality of sheet-like magnetic bodies 302a are configured by arranging magnetic bodies with low magnetic resistance in the shape of tiles in the X-axis 103x direction and the Y-axis 103y direction.

以上の構成によって、磁性体ブロック302は、傾斜磁場発生用コイル301が静磁場磁石101側に生成する漏れ磁場を、シールドする役割をする。
なお、シート状磁性体302aの材質は、オープン型MRI装置100の要求性能に応じて任意であるが、透磁率と電気抵抗が大きい珪素鋼板が望ましい。
なお、透磁率が大きいことは、磁気抵抗が低いことに対応する。
また、電気抵抗が大きいことと、シート状磁性体302aがタイル状に並べられることは、磁性体ブロック302における渦電流の発生を抑制する効果がある。
With the above configuration, the magnetic block 302 serves to shield the leakage magnetic field generated by the gradient magnetic field generating coil 301 on the static magnetic field magnet 101 side.
Note that the material of the sheet-like magnetic body 302a is arbitrary depending on the required performance of the open-type MRI apparatus 100, but a silicon steel plate with high magnetic permeability and high electrical resistance is preferable.
Note that high magnetic permeability corresponds to low magnetic resistance.
Furthermore, the fact that the electrical resistance is large and the sheet-like magnetic bodies 302a are arranged in a tile shape has the effect of suppressing the generation of eddy current in the magnetic body block 302.

また、磁性体ブロック302の厚さは、オープン型MRI装置100の要求性能に応じて任意であるが、珪素鋼板を用いており、円盤状磁性体磁極201に到達する磁束の遮蔽を考慮する場合には、少なくとも20mm以上の厚さがある事が望ましい。
磁性体ブロック302の厚さを20mm以上とすることで、磁性体ブロック302、および傾斜磁場コイル205としての低インダクタンス化を図る。
なお、傾斜磁場コイル205が低インダクタンス化すると電源の負担が低減し、電源コストの低下にもつながる。
また、磁性体ブロック302を設けないと、後記する図4B、図5Bに示すように、傾斜磁場発生用コイル301(Zコイル301Z)から発生する磁束(磁場)が円盤状磁性体磁極201に到達する。それを防止するために傾斜磁場発生用コイル301と円盤状磁性体磁極201の間隔を離す必要が生ずる。この離す間隔と、磁性体ブロック302を設けることによるZ軸方向のスペースとを比較すると、磁性体ブロック302を設けた方が、静磁場磁石101としての厚みを抑制することに大きく貢献する。
The thickness of the magnetic block 302 is arbitrary depending on the required performance of the open-type MRI apparatus 100, but when a silicon steel plate is used and shielding of the magnetic flux reaching the disc-shaped magnetic pole 201 is taken into account. It is desirable that the thickness be at least 20 mm or more.
By setting the thickness of the magnetic block 302 to 20 mm or more, the inductance of the magnetic block 302 and the gradient magnetic field coil 205 is reduced.
Note that when the gradient magnetic field coil 205 has a low inductance, the burden on the power source is reduced, which also leads to a reduction in power source cost.
Furthermore, if the magnetic block 302 is not provided, the magnetic flux (magnetic field) generated from the gradient magnetic field generating coil 301 (Z coil 301Z) will reach the disc-shaped magnetic pole 201, as shown in FIGS. 4B and 5B, which will be described later. do. In order to prevent this, it is necessary to increase the distance between the gradient magnetic field generating coil 301 and the disc-shaped magnetic pole 201. Comparing this spacing with the space in the Z-axis direction due to the provision of the magnetic block 302, the provision of the magnetic block 302 makes a greater contribution to suppressing the thickness of the static magnetic field magnet 101.

[補正コイル303]
図3Aにおいて、補正コイル303は、Zコイル301zの外周、かつ同じ高さの位置に円環状に配置されている。
このように配置された補正コイル303は、Zコイル301zから発生して磁性体ブロック302を伝わって流れる磁束を、Z軸103zと逆向きに導く機能を有する。すなわち、補正コイル303は、Zコイル301zから発生して磁性体ブロック302を伝わって流れる磁束をキャンセルする。
補正コイル303の設置位置は、オープン型MRI装置100の要求性能等に応じて任意であるが、円環状磁性体磁極202に到達する磁束の遮蔽を考慮する場合には、前記したように、Zコイル301zの外側で、かつ同じ高さに設置するのが望ましい。
[Correction coil 303]
In FIG. 3A, the correction coil 303 is arranged in an annular shape at the outer periphery of the Z coil 301z and at the same height.
The correction coil 303 arranged in this manner has a function of guiding the magnetic flux generated from the Z coil 301z and flowing through the magnetic block 302 in a direction opposite to the Z axis 103z. That is, the correction coil 303 cancels the magnetic flux generated from the Z coil 301z and flowing through the magnetic block 302.
The installation position of the correction coil 303 is arbitrary depending on the required performance of the open type MRI apparatus 100, but when considering shielding of the magnetic flux reaching the annular magnetic pole 202, as described above, the installation position of the correction coil 303 is It is desirable to install it outside the coil 301z and at the same height.

[Xコイル301x]
前記した3組の傾斜磁場発生用コイル301のXコイル301xについて、図4Aと図4Bを参照して、詳しく説明する。なお、図3AではXコイル301xをXZ平面の断面をY方向から見た構成を説明したが、次に、図4Aでは、Xコイル301xをXY平面の断面をZ方向から見た構成について説明する。
図4Aは、本発明の第1実施形態に係るオープン型磁気共鳴イメージング装置(オープン型MRI装置)100の傾斜磁場コイル205におけるXコイル301xのXY平面の断面をZ方向から見たXY平面上のXコイル401の概略の構成例を示す図である。
図4Bは、Xコイル301xにパルス電流を流した際に生じるXコイル301xが発生する磁束402の流れの例をXZ平面の断面をY方向から示した図である。
図4A、および図4Bにおいて、Xコイル301xは、撮像空間102(図4B)でX方向に対して静磁場の方向であるZ軸103zと同一方向の傾斜磁場を生成する。
[X coil 301x]
The X coils 301x of the three sets of gradient magnetic field generating coils 301 described above will be described in detail with reference to FIGS. 4A and 4B. Note that in FIG. 3A, the configuration of the X coil 301x when viewed from the Y direction in a cross section of the XZ plane is explained. Next, in FIG. 4A, the configuration of the X coil 301x when viewed from the Z direction in the cross section of the .
FIG. 4A shows a cross section of the X coil 301x in the gradient magnetic field coil 205 of the open magnetic resonance imaging apparatus (open MRI apparatus) 100 according to the first embodiment of the present invention on the XY plane when viewed from the Z direction. FIG. 4 is a diagram illustrating a schematic configuration example of an X coil 401. FIG.
FIG. 4B is a diagram showing a cross section of the XZ plane from the Y direction, showing an example of the flow of magnetic flux 402 generated by the X coil 301x when a pulse current is passed through the X coil 301x.
In FIGS. 4A and 4B, the X coil 301x generates a gradient magnetic field in the same direction as the Z axis 103z, which is the direction of the static magnetic field, with respect to the X direction in the imaging space 102 (FIG. 4B).

図4Aにおいて、Xコイル301xは、Xコイル301xaとXコイル301xbを備えて構成されている。
Xコイル301xaは、Z軸103Zの紙面視における左側に位置している。Xコイル301xaのコイルは渦状に巻かれて形成されている。Xコイル301xaにおいては、電流の流れる向きである電流方向1401aで示されるように、紙面視における時計回りの方向に流れる。
Xコイル301xbは、Z軸103Zの紙面視における右側に位置している。Xコイル301xbのコイルは渦状に巻かれて形成されている。Xコイル301xbにおいては、電流の流れる向きである電流方向1401bで示されるように、紙面視における反時計回りの方向に流れる。
そのため、図4Bで後記するように、Xコイル301xaとXコイル301xbとでは、発生する磁界(磁束)の方向が逆である。
In FIG. 4A, the X coil 301x includes an X coil 301xa and an X coil 301xb.
The X coil 301xa is located on the left side of the Z-axis 103Z when viewed from the paper. The coil of the X coil 301xa is spirally wound. In the X coil 301xa, the current flows in a clockwise direction as viewed from the paper, as shown by a current direction 1401a.
The X coil 301xb is located on the right side of the Z-axis 103Z when viewed from the paper. The coil of the X coil 301xb is spirally wound. In the X coil 301xb, the current flows in a counterclockwise direction as viewed from the paper, as shown by a current direction 1401b.
Therefore, as described later in FIG. 4B, the direction of the generated magnetic field (magnetic flux) is opposite between the X coil 301xa and the X coil 301xb.

図4Bにおいて、円盤状磁性体磁極201と磁性体ブロック302とXコイル301xが、XY平面の断面をZ方向から見たXY平面上のXコイル401の構成として示されている。
なお、図4Bにおいては、傾斜磁場発生用コイル301のXコイル301xが示されているが、Yコイル301yとZコイル301zについては表記されていない。
In FIG. 4B, the disc-shaped magnetic pole 201, the magnetic block 302, and the X coil 301x are shown as a configuration of the X coil 401 on the XY plane when the cross section of the XY plane is viewed from the Z direction.
In addition, in FIG. 4B, although the X coil 301x of the gradient magnetic field generation coil 301 is shown, the Y coil 301y and the Z coil 301z are not shown.

図4Aで示したXコイル301xの右側のXコイル301xbは、主として、図4Bにおける磁束1430bの方向に磁束を生成する。
図4Aで示したXコイル301xの左側のXコイル301xaは、主として、図4Bにおける磁束1430aの方向に磁束を生成する。
図4Aを参照して前記したように、右側のXコイル301xbと左側のXコイル301xaとは、電流の向きが逆であるので、図4Bにおいて、磁束1430bと磁束1430aの磁束の方向は逆である。
The X coil 301xb on the right side of the X coil 301x shown in FIG. 4A mainly generates magnetic flux in the direction of the magnetic flux 1430b in FIG. 4B.
The X coil 301xa on the left side of the X coil 301x shown in FIG. 4A mainly generates magnetic flux in the direction of the magnetic flux 1430a in FIG. 4B.
As described above with reference to FIG. 4A, the current direction of the right side X coil 301xb and the left side X coil 301xa is opposite, so in FIG. 4B, the magnetic flux directions of the magnetic flux 1430b and the magnetic flux 1430a are opposite. be.

そのため、図4Bにおいて、右側のXコイル301xbの磁束1430bは、紙面視で上の方向(Z軸の正方向)に向かう。また、左側のXコイル301xaの磁束1430aは、紙面視で下の方向(Z軸の負方向)に向かう。
磁性体ブロック302は、図3Bにおいて説明したように、透磁率と電気抵抗が高い、すなわち磁気抵抗が低い。
そのため、右側のXコイル301xbで発生する紙面視で上の方向(Z軸の正方向)に向かった磁束1430bは、磁気抵抗の低い磁性体ブロック302の中を磁束1430として通過し、紙面視で左の方向に向かう(磁束1430)。
そして、左側のXコイル301xaで発生する磁束1430aとなって、紙面視で下の方向(Z軸の負方向)に向かう。
このようにして磁束(1430b,1430,1430a)の流れが形成される。
Therefore, in FIG. 4B, the magnetic flux 1430b of the right X coil 301xb is directed upward (in the positive direction of the Z axis) when viewed from the paper. Furthermore, the magnetic flux 1430a of the left X coil 301xa is directed downward (in the negative direction of the Z axis) when viewed from the paper.
As described in FIG. 3B, the magnetic block 302 has high magnetic permeability and high electrical resistance, that is, low magnetic resistance.
Therefore, the magnetic flux 1430b generated by the X coil 301xb on the right and directed upward in the paper (positive direction of the Z axis) passes through the magnetic block 302 with low magnetic resistance as the magnetic flux 1430, and as seen in the paper towards the left (magnetic flux 1430).
Then, it becomes a magnetic flux 1430a generated in the left X coil 301xa, and heads downward (in the negative direction of the Z axis) as viewed from the paper.
In this way, a flow of magnetic flux (1430b, 1430, 1430a) is formed.

なお、図4Bにおいて、シールド状の磁性体である磁気抵抗の低い磁性体ブロック302がない場合には、磁束1430の代りに、磁性体ブロック302を突き抜けて、磁束1420となって、円盤状磁性体磁極201に到達する。このような漏れ磁場は、円盤状磁性体磁極201において、渦電流が発生する要因となる。 In FIG. 4B, if there is no magnetic block 302 with low magnetic resistance, which is a shield-like magnetic substance, instead of the magnetic flux 1430, the magnetic flux 1420 penetrates through the magnetic block 302 and becomes a disk-shaped magnetic flux. It reaches the body magnetic pole 201. Such a leakage magnetic field becomes a cause of generation of eddy current in the disc-shaped magnetic pole 201.

以上、図4A、図4Bで示した構造によって、静磁場磁石101(図2)の容器や、円盤状磁性体磁極201(図2、図4B)に、Xコイル301xの磁束が到達し、渦電流が発生することが抑えられる。すなわち、傾斜磁場コイル(Xコイル301x)の漏れ磁場に起因する渦電流を抑制する。 As described above, with the structure shown in FIGS. 4A and 4B, the magnetic flux of the Generation of current can be suppressed. That is, the eddy current caused by the leakage magnetic field of the gradient magnetic field coil (X coil 301x) is suppressed.

[Yコイル301y]
図3Aに戻り、前記した3組の傾斜磁場発生用コイル301のYコイル301yについて説明する。
Yコイル301yの磁束の流れは、前記したXコイル301xの磁束の流れと、Y軸とX軸に関して対称であるため、事実上、重複する説明を省略する。
ただし、Xコイル301xがX軸方向への傾斜磁場を発生させるのに対し、Yコイル301yは、Y軸方向への傾斜磁場を発生させる。
また、磁性体ブロック302は、図3A、図3Bに示したように円盤状の形状であるので、Yコイル301yに対してもXコイル301xに対した同様の作用をする。
[Y coil 301y]
Returning to FIG. 3A, the Y coil 301y of the three sets of gradient magnetic field generating coils 301 described above will be described.
Since the flow of magnetic flux in the Y coil 301y is symmetrical with respect to the flow of magnetic flux in the X coil 301x described above with respect to the Y axis and the X axis, a redundant explanation will be omitted.
However, while the X coil 301x generates a gradient magnetic field in the X-axis direction, the Y coil 301y generates a gradient magnetic field in the Y-axis direction.
Furthermore, since the magnetic block 302 has a disk shape as shown in FIGS. 3A and 3B, it has the same effect on the Y coil 301y as it does on the X coil 301x.

[Zコイル301z]
図3Aで示した3組の傾斜磁場発生用コイル301のZコイル301zの詳しい構成を、図5A、図5Bを参照して詳しく説明する。
図5Aは、本発明の第1実施形態に係るオープン型磁気共鳴イメージング装置(オープン型MRI装置)100の傾斜磁場コイル205におけるZコイル301zのXY平面上のZコイル501、および補正コイル303の概略の構成例とそれぞれに流れる電流の向きを示す図である。
図5Bは、図5Aに示すZコイル301z、および補正コイル303にパルス電流を流した際に生じるZコイル301zが発生する磁束502の流れの例を示す図である。
Zコイル301zは、撮像空間102側でZ方向に対して静磁場の方向(Z軸103zの方向)と同一方向の傾斜磁場を生成する。
[Z coil 301z]
The detailed configuration of the Z coil 301z of the three sets of gradient magnetic field generating coils 301 shown in FIG. 3A will be described in detail with reference to FIGS. 5A and 5B.
FIG. 5A schematically shows the Z coil 501 on the XY plane of the Z coil 301z in the gradient magnetic field coil 205 of the open magnetic resonance imaging apparatus (open MRI apparatus) 100 according to the first embodiment of the present invention, and the correction coil 303. FIG. 3 is a diagram showing an example of the configuration and the direction of current flowing in each.
FIG. 5B is a diagram showing an example of the flow of the magnetic flux 502 generated by the Z coil 301z shown in FIG. 5A and the correction coil 303 when a pulse current is passed through the Z coil 301z.
The Z coil 301z generates a gradient magnetic field in the same direction as the direction of the static magnetic field (direction of the Z axis 103z) with respect to the Z direction on the imaging space 102 side.

図5Aにおいて、円環状に複数回、巻いて構成されるZコイル301zに流れる電流の電流方向1501と、円環状に複数回、巻いて構成される補正コイル303に流れる電流の電流方向1503は、逆の方向である。
図5AのZコイル301zを、Z軸中心に、電流を電流方向1501の方向に流すと、図5Bに示すように、Z軸の中心近傍から磁束(1530b,1531b)がZ軸の紙面視で上の方向に発生する。
同方向に進む磁束1530bと磁束1531bは、いわば反発しあう関係にあるので、磁気抵抗の低い磁性体ブロック302に磁束(1530b,1531b)が到達すると、磁気抵抗の低い磁性体ブロック302の中を、それぞれ径方向に別々に進んでいく。
つまり、XZ平面を示す図5Bにおいては、磁性体ブロック302の紙面視の右方向に磁束1530が向かい、また、磁性体ブロック302の紙面視の左方向に磁束1531が向かうように表記している。
In FIG. 5A, a current direction 1501 of a current flowing through a Z coil 301z formed by winding a plurality of times in an annular shape and a current direction 1503 of a current flowing through a correction coil 303 formed by winding a plurality of times in an annular shape are as follows. It is in the opposite direction.
When a current is passed through the Z coil 301z in FIG. 5A in the direction of the current direction 1501 with the center of the Z axis, as shown in FIG. 5B, magnetic flux (1530b, 1531b) from near the center of the Z axis is Occurs in the upward direction.
The magnetic flux 1530b and the magnetic flux 1531b traveling in the same direction are in a repulsive relationship, so when the magnetic flux (1530b, 1531b) reaches the magnetic block 302 with low magnetic resistance, it moves inside the magnetic block 302 with low magnetic resistance. , each proceeding separately in the radial direction.
That is, in FIG. 5B showing the XZ plane, the magnetic flux 1530 is directed to the right of the magnetic block 302 when viewed from the paper, and the magnetic flux 1531 is directed to the left of the magnetic block 302 when viewed from the paper. .

磁束が磁性体ブロック302の端(外周、右端および左端)に到達すると、それぞれの端の近傍に補正コイル303がそれぞれ設けられている。
図5Aに示したように、Zコイル301Zに流れる電流の電流方向1501と補正コイル303に流れる電流の電流方向1503とは、逆方向である。
そのため、Zコイル301Zの磁束(1530,1531)は、補正コイル303の作用によって、それぞれ押し曲げられる。
つまり、磁束1530は、Zコイル301Zの右端(補正コイル303の近傍)で、磁束1530aとして、紙面視の下方向に向かう。
また、磁束1531は、Zコイル301Zの左端(補正コイル303の近傍)で、磁束1531aとして、紙面視の下方向に向かう。
以上によって、静磁場磁石101の容器、円盤状磁性体磁極201、円環状磁性体磁極202に磁束が到達することが防止される。そのため、静磁場磁石101の容器、円盤状磁性体磁極201、円環状磁性体磁極202において、渦電流が発生することが抑えられる。
When the magnetic flux reaches the ends (outer periphery, right end, and left end) of the magnetic block 302, correction coils 303 are provided near each end.
As shown in FIG. 5A, the current direction 1501 of the current flowing through the Z coil 301Z and the current direction 1503 of the current flowing through the correction coil 303 are opposite directions.
Therefore, the magnetic fluxes (1530, 1531) of the Z coil 301Z are pushed and bent by the action of the correction coil 303, respectively.
That is, the magnetic flux 1530 is directed downward in the drawing as a magnetic flux 1530a at the right end of the Z coil 301Z (near the correction coil 303).
Further, the magnetic flux 1531 is directed downward in the drawing as a magnetic flux 1531a at the left end of the Z coil 301Z (near the correction coil 303).
As described above, magnetic flux is prevented from reaching the container of the static magnetic field magnet 101, the disk-shaped magnetic pole 201, and the annular magnetic pole 202. Therefore, generation of eddy currents in the container of the static magnetic field magnet 101, the disc-shaped magnetic pole 201, and the annular magnetic pole 202 is suppressed.

なお、磁性体ブロック302を設けない場合には、図5Bにおける磁束1530と磁束1531は、それぞれ磁束1520と磁束1521に示すように、円盤状磁性体磁極201に到達し、円盤状磁性体磁極201で渦電流が発生する要因となる。
また、補正コイル303を設けない場合には、磁束1530aと磁束1531aは、それぞれ磁束1522と磁束1523に示すように、円環状磁性体磁極202の方にまで到達し、円環状磁性体磁極202で渦電流が発生する要因となる。
すなわち、Zコイル301Zが生成する磁束が所望の特性が得られない要因となる。
Note that when the magnetic block 302 is not provided, the magnetic flux 1530 and the magnetic flux 1531 in FIG. This causes eddy currents to occur.
In addition, when the correction coil 303 is not provided, the magnetic flux 1530a and the magnetic flux 1531a reach the annular magnetic material magnetic pole 202 as shown by the magnetic flux 1522 and the magnetic flux 1523, respectively. This causes eddy currents to occur.
That is, the magnetic flux generated by the Z coil 301Z becomes a factor that prevents desired characteristics from being obtained.

このように、磁束1530および磁束1531を磁性体ブロック302の内部に留め、円盤状磁性体磁極201に到達させないことによって、円盤状磁性体磁極201において、渦電流が生じることを防止し、MRI画像の劣化を低減する。
また、磁束1530aおよび磁束1531aを補正コイル303の作用によって、円環状磁性体磁極202に到達させないことによって、円環状磁性体磁極202において渦電流が生じることを防止し、MRI画像の劣化を低減する。
In this way, by keeping the magnetic flux 1530 and the magnetic flux 1531 inside the magnetic block 302 and preventing them from reaching the disc-shaped magnetic pole 201, generation of eddy current in the disc-shaped magnetic pole 201 is prevented, and the MRI image Reduces deterioration of
Further, by preventing the magnetic flux 1530a and the magnetic flux 1531a from reaching the annular magnetic pole 202 by the action of the correction coil 303, generation of eddy current in the annular magnetic pole 202 is prevented, thereby reducing deterioration of the MRI image. .

<第1実施形態の総括>
本構成のオープン型磁気共鳴イメージング装置(オープン型MRI装置)によれば、静磁場磁石を構成する磁性体磁極を分割せずに傾斜磁場コイルの漏れ磁場に起因する渦電流を抑制し、MRI画像の画質を改善できる。
また、静磁場磁石を構成する磁性体磁極が非分割であるので、分割した場合に比較して、より低い磁気エネルギーで所定の磁場強度を達成できる。
また、静磁場磁石を構成する磁性体磁極が非分割であるので、高い加工・組立精度が要求されず、低コストのオープン型磁気共鳴イメージング装置が実現する。
<Summary of the first embodiment>
According to the open-type magnetic resonance imaging apparatus (open-type MRI apparatus) with this configuration, eddy currents caused by leakage magnetic fields of the gradient magnetic field coils are suppressed without dividing the magnetic poles constituting the static magnetic field magnet, and MRI images image quality can be improved.
Furthermore, since the magnetic poles constituting the static magnetic field magnet are not divided, a predetermined magnetic field strength can be achieved with lower magnetic energy than when the magnetic poles are divided.
Furthermore, since the magnetic poles constituting the static magnetic field magnet are not divided, high processing and assembly precision is not required, and a low-cost open magnetic resonance imaging apparatus can be realized.

<第1実施形態の効果>
本発明の第1実施形態のオープン型磁気共鳴イメージング装置(オープン型MRI装置)によれば、静磁場磁石を構成する磁性体磁極を分割せずに、傾斜磁場コイルの漏れ磁場に起因する渦電流を抑制し、MRI画像の画質を改善できる。
また、静磁場磁石を構成する磁性体磁極が非分割であるので、分割した場合に比較して、より低い磁気エネルギーで所定の磁場強度を達成できる。すなわち、傾斜磁場コイルを含めて駆動電源の出力容量を低減できる。
また、静磁場磁石を構成する磁性体磁極が非分割であるので、高い加工・組立精度が要求されず、低コストのオープン型磁気共鳴イメージング装置が実現する。
また、オープン型MRI装置100の撮像空間102は、周囲を構造物で囲われていないため、水平磁場型MRIと比較して、被検者104が解放感を得られる。
また、可動式ベッド105を移動させることによって、常に撮像空間102の中心で被検者104の患部を撮像ができる。
また、MRI画像の撮像中に、オープン型MRI装置100の外部から、オープン型MRI装置100の操作者などが被検者104の撮像を補助できるという特徴がある。
<Effects of the first embodiment>
According to the open type magnetic resonance imaging apparatus (open type MRI apparatus) of the first embodiment of the present invention, the eddy current caused by the leakage magnetic field of the gradient magnetic field coil can be generated without dividing the magnetic poles constituting the static magnetic field magnet. can be suppressed and the image quality of MRI images can be improved.
Furthermore, since the magnetic poles constituting the static magnetic field magnet are not divided, a predetermined magnetic field strength can be achieved with lower magnetic energy than when the magnetic poles are divided. That is, the output capacity of the drive power source including the gradient magnetic field coil can be reduced.
Furthermore, since the magnetic poles constituting the static magnetic field magnet are not divided, high processing and assembly precision is not required, and a low-cost open magnetic resonance imaging apparatus can be realized.
Furthermore, since the imaging space 102 of the open type MRI apparatus 100 is not surrounded by structures, the subject 104 can feel a sense of freedom compared to horizontal magnetic field type MRI.
Furthermore, by moving the movable bed 105, the affected part of the subject 104 can be imaged at the center of the imaging space 102 at all times.
Another feature is that an operator of the open MRI apparatus 100 or the like can assist in imaging the subject 104 from outside the open MRI apparatus 100 while an MRI image is being taken.

≪その他の実施形態≫
なお、本発明は、以上に説明した実施形態に限定されるものでなく、さらに様々な変形例が含まれる。例えば、前記の実施形態は、本発明を分かりやすく説明するために、詳細に説明したものであり、必ずしも説明したすべての構成を備えるものに限定されるものではない。また、ある実施形態の構成の一部を他の実施形態の構成の一部で置き換えることが可能であり、さらに、ある実施形態の構成に他の実施形態の構成の一部または全部を追加・削除・置換をすることも可能である。
以下に、その他の実施形態や変形例について、さらに説明する。
≪Other embodiments≫
Note that the present invention is not limited to the embodiments described above, and includes various modifications. For example, the embodiments described above are described in detail in order to explain the present invention in an easy-to-understand manner, and the present invention is not necessarily limited to having all the configurations described. Further, it is possible to replace a part of the configuration of one embodiment with a part of the configuration of another embodiment, and furthermore, it is possible to add or add part or all of the configuration of another embodiment to the configuration of one embodiment. It is also possible to delete or replace.
Other embodiments and modifications will be further described below.

《シールドコイル》
図2おいて、静磁場磁石101におけるシールドコイル203が、円盤状磁性体磁極201の外径側にある場合を説明した。
しかし、シールドコイル203の配置は、円盤状磁性体磁極201の外径側に限定されない。例えば、円盤状磁性体磁極201の径の内側であって、円盤状磁性体磁極201の上側に位置するところに配置してもよい。あるいは、複数個所に備えてもよい。
シールドコイル203によって、円盤状磁性体磁極201と円環状磁性体磁極202の磁気回路が生成するオープン型MRI装置100の外側の漏れ磁場を低減する作用をするように、シールドコイル203の構成と配置を選択すればよい。
《Shield coil》
In FIG. 2, a case has been described in which the shield coil 203 in the static magnetic field magnet 101 is located on the outer diameter side of the disk-shaped magnetic pole 201.
However, the arrangement of the shield coil 203 is not limited to the outer diameter side of the disk-shaped magnetic pole 201. For example, it may be arranged inside the diameter of the disc-shaped magnetic pole 201 and located above the disc-shaped magnetic pole 201. Alternatively, it may be provided in multiple locations.
The shield coil 203 is configured and arranged so that the shield coil 203 acts to reduce the leakage magnetic field outside the open MRI apparatus 100 generated by the magnetic circuit of the disc-shaped magnetic pole 201 and the annular magnetic pole 202. All you have to do is select.

《静磁場の発生》
図2おいて、静磁場は、電導材(例えば超電導材)を用いた略円環形状の主コイル204を用いて発生させると説明した。しかし、静磁場の発生は、円環形状の主コイル204を用いる方法に限定されない。
例えば、磁化された永久磁石(図示せず)によって、円環形状の主コイル204の発生する磁場に相当する磁場を形成してもよい。
《Generation of static magnetic field》
In FIG. 2, it has been explained that the static magnetic field is generated using a substantially annular main coil 204 made of an electrically conductive material (for example, a superconducting material). However, generation of the static magnetic field is not limited to the method using the annular main coil 204.
For example, a magnetic field corresponding to the magnetic field generated by the annular main coil 204 may be formed using a magnetized permanent magnet (not shown).

《磁性体ブロック》
図3Bにおいて、磁性体ブロック302を構成する複数のシート状磁性体302aを四角形のタイル状で示した。しかし、シート状磁性体302aのタイルの形状は、四角形に限定されない。例えば六角形の形状で構成してもよい。
また、シート状磁性体302aを一層ごとに積み上げる際に、上下のタイルが全く同型に重ねる方法に限定されない。上下のタイルの位置がずれている状態で配置してもよい。
また、シート状磁性体302aのタイルの形状が、磁性体ブロック302の中央部における形状と、端部(円周部)における形状で異なってもよい。
《Magnetic block》
In FIG. 3B, a plurality of sheet-like magnetic bodies 302a constituting the magnetic block 302 are shown in the shape of square tiles. However, the shape of the tiles of the sheet-like magnetic material 302a is not limited to a square. For example, it may be configured in a hexagonal shape.
Further, when stacking the sheet-like magnetic bodies 302a layer by layer, the method is not limited to a method in which the upper and lower tiles are stacked in exactly the same shape. The upper and lower tiles may be arranged with their positions shifted.
Further, the shape of the tile of the sheet-like magnetic material 302a may be different between the shape at the center portion of the magnetic material block 302 and the shape at the end portion (circumferential portion).

《オープン型以外のMRI装置》
図1、図2を参照して、第1実施形態の静磁場磁石と傾斜磁場コイルを備えた構成は、オープン型磁気共鳴イメージング装置(オープン型MRI装置)に適した構成であるとして説明した。しかし、図1に示した静磁場磁石と傾斜磁場コイルを備えた構成は、オープン型でなくとも適用できる。
すなわち、傾斜磁場コイルの漏れ磁場に起因する渦電流を抑制し、MRI画像の画質を改善し、低コストのMRI装置となる前記の構成は、オープン型のみならず、オープン型以外のMRI装置にも応用できる。
《MRI equipment other than open type》
With reference to FIGS. 1 and 2, the configuration including the static magnetic field magnet and the gradient magnetic field coil of the first embodiment has been described as being suitable for an open type magnetic resonance imaging apparatus (open type MRI apparatus). However, the configuration including the static magnetic field magnet and the gradient magnetic field coil shown in FIG. 1 can be applied even if it is not an open type.
In other words, the above configuration, which suppresses eddy currents caused by leakage magnetic fields of gradient magnetic field coils, improves the image quality of MRI images, and provides a low-cost MRI apparatus, is applicable not only to open type MRI apparatuses but also to non-open type MRI apparatuses. can also be applied.

100 オープン型磁気共鳴イメージング装置、オープン型MRI装置
101 静磁場磁石
102 撮像空間
104 被検者
105 可動式ベッド
106 支持部
201 円盤状磁性体磁極
202 円環状磁性体磁極
203 シールドコイル
204 主コイル
205 傾斜磁場コイル
206 RFコイル
301 傾斜磁場発生用コイル
301x Xコイル
301y Yコイル
301z Zコイル
301xa Xコイルの左側部
301xb Xコイルの右側部
302 磁性体ブロック
302a シート状磁性体
303 補正コイル
401 XY平面上のXコイル
402 Xコイルが発生する磁束
501 XY平面上のZコイル
502 Zコイルが発生する磁束
100 Open magnetic resonance imaging device, open MRI device 101 Static magnetic field magnet 102 Imaging space 104 Subject 105 Movable bed 106 Support portion 201 Disc-shaped magnetic pole 202 Annular magnetic pole 203 Shield coil 204 Main coil 205 Incline Magnetic field coil 206 RF coil 301 Gradient magnetic field generation coil 301x X coil 301y Y coil 301z Z coil 301xa Left side of X coil 301xb Right side of Coil 402 Magnetic flux generated by the X coil 501 Z coil on the XY plane 502 Magnetic flux generated by the Z coil

Claims (12)

撮像空間を中心に対向して配置された一対の静磁場磁石と、
前記撮像空間を中心に対向して配置される一対の傾斜磁場コイルと、
を備え、
前記静磁場磁石は、
一対の前記静磁場磁石が向き合う方向であるZ軸を中心に配置された円環状の主コイルと、
前記Z軸を中心に配置された円盤状磁性体磁極と、
前記Z軸を中心に配置された円環状磁性体磁極と、
を備え、
前記傾斜磁場コイルは、前記円盤状磁性体磁極よりも撮像空間側に配置され、
前記傾斜磁場コイルは、
前記Z軸を中心に円環状に巻かれ、前記撮像空間Z軸方向に傾斜した磁場を与えるZコイルと、
前記Z軸を中心に前記Zコイルの外側に円環状に巻かれた補正コイルと、
前記Zコイルの前記円盤状磁性体磁極側に配置された磁性体ブロックと、
を備え
前記磁性体ブロックは、円盤状の磁性体であり、
前記磁性体ブロックは、前記Zコイルおよび前記補正コイルの、前記円盤状磁性体磁極側の面を覆い、外周の位置が前記補正コイルの外周の位置と略一致している
ことを特徴とするオープン型磁気共鳴イメージング装置。
A pair of static magnetic field magnets arranged facing each other centering on the imaging space;
a pair of gradient magnetic field coils arranged opposite to each other with the imaging space at the center;
Equipped with
The static magnetic field magnet is
an annular main coil arranged around the Z axis, which is the direction in which the pair of static magnetic field magnets face each other;
a disc-shaped magnetic pole arranged around the Z-axis ;
an annular magnetic pole arranged around the Z - axis;
Equipped with
The gradient magnetic field coil is arranged closer to the imaging space than the disc-shaped magnetic pole,
The gradient magnetic field coil is
a Z coil that is wound in an annular shape around the Z-axis and provides a magnetic field tilted in the Z-axis direction to the imaging space;
a correction coil wound in an annular shape around the Z-axis outside the Z-coil ;
a magnetic block disposed on the disk-shaped magnetic pole side of the Z coil ;
Equipped with
The magnetic material block is a disc-shaped magnetic material,
The magnetic material block covers surfaces of the Z coil and the correction coil on the disk-shaped magnetic pole side, and the position of the outer periphery substantially coincides with the position of the outer periphery of the correction coil.
An open magnetic resonance imaging device characterized by:
請求項1において、
前記主コイルは、前記円盤状磁性体磁極および前記円環状磁性体磁極よりも外側に配置され
前記静磁場磁石は前記オープン型磁気共鳴イメージング装置の外側への漏れ磁場を低減するシールドコイルをさらに備える、
ことを特徴とするオープン型磁気共鳴イメージング装置。
In claim 1,
The main coil is arranged outside the disc-shaped magnetic pole and the annular magnetic pole ,
The static magnetic field magnet further includes a shield coil that reduces magnetic field leakage to the outside of the open magnetic resonance imaging apparatus.
An open magnetic resonance imaging device characterized by:
請求項1において、
前記傾斜磁場コイルは、
撮像領域においてX軸方向に傾斜した磁場を与えるXコイルと、
撮像領域においてY軸方向に傾斜した磁場を与えるYコイルと、を備える、ことを特徴とするオープン型磁気共鳴イメージング装置。
In claim 1,
The gradient magnetic field coil is
an X coil that provides a magnetic field tilted in the X-axis direction in the imaging region;
An open magnetic resonance imaging apparatus comprising: a Y coil that applies a magnetic field tilted in the Y-axis direction in an imaging region.
請求項1において、
前記撮像空間の静磁場に高周波の電磁パルスを印加するRFコイルをさらに備える、
ことを特徴とするオープン型磁気共鳴イメージング装置。
In claim 1,
further comprising an RF coil that applies a high-frequency electromagnetic pulse to the static magnetic field in the imaging space;
An open magnetic resonance imaging device characterized by:
請求項1において、
前記オープン型磁気共鳴イメージング装置の前記撮像空間に被検者を搬送する可動式ベッドを備える、
ことを特徴とするオープン型磁気共鳴イメージング装置。
In claim 1,
comprising a movable bed for transporting a subject to the imaging space of the open magnetic resonance imaging apparatus;
An open magnetic resonance imaging device characterized by:
請求項1から請求項3のいずれか一項において、
前記補正コイルは、前記Zコイルの径方向の外側に配置され、
前記補正コイルは、Z軸方向に対して前記Zコイルと同じ高さに配置される、
ことを特徴とするオープン型磁気共鳴イメージング装置。
In any one of claims 1 to 3,
The correction coil is arranged radially outside the Z coil,
The correction coil is arranged at the same height as the Z coil in the Z-axis direction.
An open magnetic resonance imaging device characterized by:
請求項1において、
前記磁性体ブロックは、シート状磁性体をZ軸方向に積層され、X軸およびY軸方向にタイル状に並べて構成される、
ことを特徴とするオープン型磁気共鳴イメージング装置。
In claim 1,
The magnetic material block is configured by stacking sheet-like magnetic materials in the Z-axis direction and arranging them in a tile shape in the X-axis and Y-axis directions.
An open magnetic resonance imaging device characterized by:
請求項7において、
前記磁性体ブロックを構成する前記シート状磁性体は、珪素鋼板である、
ことを特徴とするオープン型磁気共鳴イメージング装置。
In claim 7,
The sheet-like magnetic material constituting the magnetic material block is a silicon steel plate,
An open magnetic resonance imaging device characterized by:
請求項7において、
前記磁性体ブロックは、厚さ20mm以上で構成される、
ことを特徴とするオープン型磁気共鳴イメージング装置。
In claim 7,
The magnetic block has a thickness of 20 mm or more,
An open magnetic resonance imaging device characterized by:
請求項2において、
前記シールドコイルは、前記主コイルの径の外側に配置され、撮像空間と逆向きの磁場を発生させる、
ことを特徴とするオープン型磁気共鳴イメージング装置。
In claim 2,
The shield coil is arranged outside the diameter of the main coil and generates a magnetic field in the opposite direction to the imaging space.
An open magnetic resonance imaging device characterized by:
請求項3において、
前記Xコイルは、Z軸を挟んでX方向に並べて配置された二つのコイルで構成され、
前記Yコイルは、Z軸を挟んでY方向に並べて配置された二つのコイルで構成される、
ことを特徴とするオープン型磁気共鳴イメージング装置。
In claim 3,
The X coil is composed of two coils arranged side by side in the X direction with the Z axis in between,
The Y coil is composed of two coils arranged side by side in the Y direction with the Z axis in between.
An open magnetic resonance imaging device characterized by:
請求項4において、
前記RFコイルの印加する高周波の電磁パルスによって生じる被検者からの磁気共鳴信号を受信する受信コイルを備える、
ことを特徴とするオープン型磁気共鳴イメージング装置。
In claim 4,
comprising a receiving coil that receives a magnetic resonance signal from the subject generated by a high-frequency electromagnetic pulse applied by the RF coil;
An open magnetic resonance imaging device characterized by:
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